ES2270401T3 - Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures. - Google Patents

Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures. Download PDF

Info

Publication number
ES2270401T3
ES2270401T3 ES05013179T ES05013179T ES2270401T3 ES 2270401 T3 ES2270401 T3 ES 2270401T3 ES 05013179 T ES05013179 T ES 05013179T ES 05013179 T ES05013179 T ES 05013179T ES 2270401 T3 ES2270401 T3 ES 2270401T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
current
adapted
means
test
excitation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
ES05013179T
Other languages
Spanish (es)
Inventor
Robert A. Parks
Paul G. Ritchie
Vladimir Svetnik
Bradley E. White
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Roche Diagnostics Operations Inc
Original Assignee
Roche Diagnostics Operations Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to US08/073,180 priority Critical patent/US5352351A/en
Priority to US73180 priority
Application filed by Roche Diagnostics Operations Inc filed Critical Roche Diagnostics Operations Inc
Application granted granted Critical
Publication of ES2270401T3 publication Critical patent/ES2270401T3/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Application status is Expired - Lifetime legal-status Critical

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00Investigating or analysing materials by the use of electric, electro-chemical, or magnetic means
    • G01N27/26Investigating or analysing materials by the use of electric, electro-chemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28Electrolytic cell components
    • G01N27/30Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327Biochemical electrodes electrical and mechanical details of in vitro measurements
    • G01N27/3271Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3273Devices therefor, e.g. test element readers, circuitry

Abstract

Medidor biosensor(22) adaptado para recibir una tira de muestra(20) que incluye un par de electrodos incluyendo un electrodo de excitación (14) y un electrodo de detección (12) y un medio reaccionante para el producto analizado que contiene una zona de reacción(20) que une el par de elec- trodos(12, 14), que comprende: un medio de suministro de la excitación (23) del medi- dor biosensor para aplicar un potencial de excitación (62) al electrodo de excitación (14) un medio amplificador de detección(32) conectado al electrodo de detección (12) y adaptado para producir una señal de salida (64) cuando un volumen de un líquido bioló- gico se coloca en la cavidad de muestra y crea una vía de corriente entre los electrodos de excitación y detección (14, 12); Biosensing meter (22) adapted to receive a sample strip (20) including a pair of electrodes including an excitation electrode (14) and a detection electrode (12) and a reaction medium for the analyte containing a zone reaction (20) joining the pair Spark plug gap (12, 14), comprising: a supply means of excitation (23) of measurements dor biosensor for applying an excitation potential (62) to the excitation electrode ( 14) means sense amplifier (32) connected to the detection electrode (12) and adapted to produce an output signal (64) when a volume of a liquid bio- logical placed in the sample well and creates a pathway current between the electrodes of excitation and detection (14, 12); y un medio procesador(42) acoplado al medio amplificador de detección (32), de forma que dicho medio procesador se adapte al ensayo de forma que durante el funcionamiento del medidor biosensor (22) si la señal de salida (62) excede un primer valor umbral (68) eso será una señal indicativa de la aplicación de la muestra biológica a la zona de reacción (20), que se caracteriza por que el procesador se adapta para realizar una segunda pru- eba, dicha segunda prueba verifica si la señal de salida (64) excede posteriormente un segundo valor umbral mayor (72), de manera que una señal de salida que exceda el se- gundo valor umbral superior (72) puede ser una indicación de que el volumen es adecuado para que se pueda realizar una determinación posterior de un analito en el fluido bio- lógico, y el medio procesador (42) se adapta para permitir la posterior determinación únicamente después de que la se- ñal de salida (64) haya excedido el segundo umbral superior (72). and processor means (42) coupled to the amplifier means for detecting (32) so that said processor means is adapted to test such that during operation of the biosensing meter (22) if the output signal (62) exceeds a first threshold value (68) that is a signal indicative of the application of the biological sample to the reaction zone (20), characterized by that the processor is adapted to perform a second test, said second test tests if the signal output (64) thereafter exceeds a second larger threshold value (72), so that an output signal exceeding the second upper threshold value (72) may be an indication that the volume is adequate so that it can perform a subsequent determination of an analyte in the bio- logical fluid, and the processor means (42) is adapted to enable the subsequent determination only after the NAL semi output (64) has exceeded the second upper threshold (72).

Description

Medidor biosensor con procedimientos seguros en caso de fallo para evitar indicaciones erróneas. Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures.

Esta invención se refiere a los medidores biosensores que emplean tiras de muestras desechables, y más en particular, a los sistemas y métodos seguros en caso de fallo o bien a prueba de fallos que impiden que dichos medidores emitan unos resultados erróneos. This invention relates to biosensing meters that employ disposable sample strips, and more particularly, to systems and safe methods in case of failure or failsafe preventing such meters emit erroneous results.

Los instrumentos biosensores que emplean tiras de muestras desechables gozan de una amplia aceptación por parte del consumidor. Biosensing instruments that employ disposable sample strips enjoy wide consumer acceptance. Dichos instrumentos se emplean para la detección de diversos niveles de productos analizados en las muestras de sangre, por ejemplo, de glucosa y de colesterol. Such instruments are used for the detection of various levels of analytes in blood samples, for example, glucose and cholesterol. En general, dichos instrumentos proporcionan lecturas exactas si el usuario se encarga de seguir cuidadosamente las directrices del instrumento. In general, these instruments provide accurate readings if the user is responsible for carefully follow the guidelines of the instrument. Sin embargo, a menudo, el usuario es descuidado en el uso de la tira de muestra o del instrumento y aparece una lectura errónea. However, often, the user is careless in the use of the sample strip or the instrument and a misreading appears. Según esto, los fabricantes de los instrumentos han realizado unos esfuerzos significativos para reducir el potencial de error durante el uso de dichos instrumentos. Accordingly, manufacturers of instruments extra efforts have been made to reduce the potential for error when using these instruments.

Incluso si un instrumento biosensor y unas tiras de muestra se emplean de forma apropiada, la presencia de un defecto en la fabricación en alguna de ellas ocasionará lecturas erróneas. Even if a biosensing instrument and sample strips are employed properly, the presence of a defect in manufacturing one of them will cause erroneous readings. Por consiguiente, mientras se tiene un cuidado especial en la producción de dichos instrumentos y tiras de muestras, existe una necesidad de incorporar métodos analíticos al instrumento para poder detectar el funcionamiento erróneo del instrumento, las irregularidades de las tiras de muestras y los errores del usuario así como para impedir lecturas erróneas del producto analizado. Accordingly, while special care is taken in the production of such instruments and sample strips, there is a need to incorporate analytical instrument to detect the malfunction of the instrument methods, the irregularities of the sample strips and user errors and to prevent misreadings of the analyte.

El modelo anterior incluye una serie de publicaciones de instrumentos biosensores que emplean tiras de muestras desechables. The previous model includes a series of publications of biosensing instruments that employ disposable sample strips. En la patente americana 5.108.564 de Szumisnky y cols., se informa sobre un instrumento biosensor que mide concentraciones de glucosa en sangre. In U.S. Patent 5,108,564 of Szumisnky et al., Reports on a biosensing instrument which measures blood glucose concentrations. El instrumento depende de una reacción en la cual la glucosa, en presencia de un enzima, cataliza una reacción de ferricianuro potásico a ferrocianuro potásico. The instrument depends upon a reaction wherein glucose, in the presence of an enzyme, catalyzes a reaction of potassium ferricyanide to potassium ferrocyanide. Una vez completada la reacción, se aplica un voltaje a través de una zona de reacción y se produce una inversión de la reacción que va acompañada de una corriente pequeña pero medible. Once the reaction was completed, a voltage is applied across a reaction zone and a reversal of the reaction is accompanied by a small but measurable current. Dicha corriente se denomina corriente de Cottrell y, dependiendo de la concentración de glucosa en la zona de reacción, sigue una curva predeterminada durante la reacción inversa. This current is termed the Cottrell current and, depending on the concentration of glucose in the reaction zone, follows a predetermined curve during the reverse reaction. Una lectura de la corriente de Cottrell se transformará en una indicación de la concentración de glucosa. A reading of the Cottrell current is transformed into an indication of glucose concentration. El instrumento detecta también una impedancia a través de la zona de reacción y determina cuando se ha instalado una muestra de sangre detectando un cambio repentino en el flujo de corriente. The instrument also senses an impedance across the reaction zone and determines when installed a blood sample by sensing a sudden change in current flow. En ese momento, se inicia un periodo de incubación, seguido de la aplicación de un potencial a través de la zona de reacción y de la medición de la corriente de Cottrell. At that time, an incubation period, followed by application of a potential across the reaction zone and measurement of the Cottrell current is started.

La solicitud de patente europea 0 471 986 A2 de Tsutsumi y cols. The European Patent Application 471 986 A2 0 Tsutsumi et al. informa sobre un sistema de medición de glucosa en sangre que emplea unas tiras de muestra desechables. reports a system for measuring blood glucose that employs disposable sample strips. El sistema Tsutsumi y cols. The Tsutsumi et al system. detecta la presencia de una muestra de sangre en la lectura de la resistencia a través de un par de electrodos. It detects the presence of a blood sample in reading the resistance across a pair of electrodes. Emplea además una pluralidad de tiras tipo muestra, que tienen un valor de resistencia específico que lo distingue de otras tiras. It further employs a plurality of such sample strips, having a specific resistance value which distinguishes it from other strips. Cada una de esas tiras tiene una aplicación especial, es decir, que se utiliza durante un tipo de ajuste del instrumento, durante un modo de compensación del error, durante un modo de calibración, etc. Each of those strips has a particular application, that is, used for a type of instrument setting for a mode error compensation, during a calibration mode, etc.

La patente americana 4.999.582 de Parks y cols., asignada al mismo cesionario que esta solicitud, describe un circuito de excitación del electrodo biosensor para determinar si una tira de muestra se ha insertado de forma apropiada en un medidor y si al menos un electrodo en la tira de muestra presenta un nivel apropiado de resistencia al contacto. 4,999,582 US patent Parks et al., Assigned to the same assignee as this application, describes a driver circuit electrode biosensor to determine if a sample strip has been properly inserted into a meter and if at least one electrode on the sample strip exhibits a proper level of contact resistance.

La patente americana 5.243.516 de White, publicada el 7 de septiembre de 1993 y asignada al mismo cesionario que esta solicitud, muestra un instrumento biosensor que emplea la relación de curvas "Cottrell" para determinar las concentraciones de glucosa. 5,243,516 US Patent White published on 7 September 1993 and assigned to the same assignee as this application shows a biosensing instrument which employs the relationship of curves "Cottrell" to determine glucose concentrations. En dicho instrumento, el flujo de corriente es proporcional a la concentración de un producto analizado en la cubeta de prueba; In that instrument, current flow is proportional to the concentration of analyte in the test cell; sin embargo, cuando algo está mal en la cubeta de prueba, la corriente resultante no tiene ninguna relación con la concentración del producto analizado. However, when something is wrong in the test cell, the resulting current has no relation to the concentration of the product analyzed. White averiguó que existe una relación que permite determinar si el flujo de corriente a través de una zona de reacción sigue realmente la relación de Cottrell. White found that a relationship exists for determining whether current flow through a reaction zone actually follows the Cottrell relationship. Más específicamente, se ha averiguado que el cociente de las raíces cuadradas de los tiempos de muestreo sucesivos, para todas las curvas de concentración del producto analizado, se aproxima inversamente al cociente de las corrientes de Cottrell medidas en esos mismos tiempos de muestreo. More specifically, it has been found that the ratio of the square roots of successive sampling times, for all curves of concentration of the analyte is inversely approximates the ratio Cottrell currents measured in the same sampling times. Si durante los periodos de tiempo sucesivos, los cocientes son iguales (dentro de unos límites), el sistema de medición sigue la relación de Cottrell. If during successive time periods, the ratios are equal (within limits), the measurement system follows the Cottrell relationship. Si los cocientes hallados no son iguales, se rechaza la medición. If the ratios found are not equal, the measurement is rejected.

La patente americana 4.940.945 de Littlejohn y cols. 4,940,945 US patent Littlejohn et al. describe un circuito de interfase que se utiliza en un instrumento sensor bioquímico. describes an interface circuit used in an instrument biochemical sensor. Se emplea un cartucho desechable que incluye un par de electrodos a través del cual se mide la resistencia. a disposable cartridge including a pair of electrodes across which resistance is measured is employed. El circuito se caracteriza porque detecta la presencia de una muestra de fluido mediante una medición inicial de la resistencia, y también el nivel de fluido en el estuche. The circuit is characterized in that detects the presence of a fluid sample by an initial resistance measurement, and also the fluid level in the cassette.

La patente americana 4.420.564 de Tsuji y cols. US Patent 4,420,564 of the Tsuji et al. describe un analizador de azúcar en sangre que emplea una cubeta de reacción que tiene un sensor de membrana de enzimas fijo y un electrodo de medición. describes a blood sugar analyzer that employs a reaction cell having a fixed sensor membrane enzymes and a measuring electrode. El sistema Tsuji y cols. The Tsuji et al system. incluye varios procedimientos seguros en caso de fallo, uno para determinar que la reacción está teniendo lugar entre unos límites de temperatura definidos específicamente y un segundo para determinar que la corriente de reacción se mantiene entre unos márgenes predeterminados. includes several safety procedures in case of failure, one to determine that the reaction is taking place between limits specifically defined temperature and a second to determine that the reaction stream is maintained between a predetermined range.

El modelo mencionado anteriormente indica que los medidores biosensores han tenido la capacidad de determinar cuando una muestra biológica está colocada en una zona de reacción. The model mentioned above indicates that biosensing meters have had the ability to determine when a biological sample is placed in a reaction zone. Sin embargo, el modelo anterior no ha estudiado el problema de la presencia de una cantidad insuficiente de muestra para humectar completamente los reactantes enzimáticos presentes en una zona de reacción. However, the above model have not studied the problem of the presence of an insufficient amount of sample to fully wet enzymatic reactants present in the reaction zone. Además, mientras que se dispone de una prueba para determinar que una reacción sigue la relación de Cottrell, (tal como se ha descrito en la mencionada patente americana 5.243.516), se desean pruebas adicionales que confirmen que la reacción sigue realmente la relación de Cottrell. Furthermore, while it has a test to determine that a reaction follows the Cottrell relationship (as described in US patent mentioned 5,243,516), additional tests to confirm that the reaction actually follows the relationship of desired Cottrell.

De acuerdo con ello, un objetivo de esta invención es el de dar a conocer un medidor biosensor con medios para realizar pruebas seguras en caso de fallo algo mejores durante el transcurso de un análisis de una muestra biológica. Accordingly, an object of this invention to provide a biosensing meter with means for performing reliable tests if somewhat better failure during the course of an analysis of a biological sample.

Este problema se soluciona mediante un medidor biosensor conforme a la reivindicación 1. This problem is solved by a biosensing meter according to claim 1.

La invención proporciona un medidor biosensor con un medio para determinar que una cantidad adecuada de una muestra se ha colocado en una zona de reacción de la tira de muestra. The invention provides a biosensing meter with means for determining that adequate amount of a sample is placed in a reaction zone of the sample strip.

Preferiblemente la invención también aporta un medio para determinar que una muestra biológica reacciona de acuerdo con la relación de Cottrell durante el transcurso de la reacción y, si no, para hacer que las lecturas resultantes sean ignoradas. Preferably the invention also provides a means for determining that a biological sample reacts with the Cottrell relationship during the course of the reaction and, if not, to make the resulting readings to be ignored.

Un medidor biosensor que tiene las características combinadas de varios aspectos de la invención recibe una tira de muestra que incluye unos electrodos de excitación y de detección aislados eléctricamente conectados por una zona de reacción. A biosensing meter having the combined features of various aspects of the invention receives a sample strip that includes electrodes excitation and detection isolated electrically connected by a reaction zone. Cuando una gota de fluido de muestra biológica se coloca en la zona de reacción, se realizan una pluralidad de ensayos de seguridad en caso de fallo. When a drop of biological sample fluid is placed in the reaction zone, a plurality of safety tests are performed in case of failure. Una prueba del tamaño de la gota se realiza mediante un circuito que detecta el tamaño de la gota colocada en la zona de reacción. A test droplet size is performed by a circuit that detects the size of the drop placed in the reaction zone. El circuito detecta que se ha colocado una gota en la zona de reacción y además mide un nivel de corriente de prueba, después de una demora de tiempo, para determinar que el tamaño de la gota es suficiente para permitir la hidratación de los reactantes en la zona de reacción. The circuit detects that placed a drop in the reaction zone and further measures a level of test current, after a time delay, to determine that the drop size is sufficient to enable hydration of reactants in the reaction zone.

Posteriormente, durante la reacción, se mide un cambio de corriente "delta" en un tiempo de muestreo posterior. Subsequently, during the reaction, a current change "delta" is measured at a time later sampling. Esta prueba mide la diferencia entre las muestras de corriente futuras durante un tiempo de medición. This test measures the difference between samples for a future current time measurement. Si cada muestra subsiguiente no es inferior que la muestra anterior en un valor delta, se toma la determinación de que la corriente no disminuye de forma monótona y el ensayo se interrumpe. If each succeeding sample is not less than the previous sample in a delta value, a determination that the current is not monotonically decreasing and the test is discontinued taken. Al finalizar el tiempo de medición, se realiza una prueba de suma de la corriente en la que un procesador calcula una suma lineal de todas las corrientes de prueba y calcula un cociente entre la suma y la muestra de corriente última. When time measurement test sum of the current in which a processor calculates a linear sum of all test currents and calculates a ratio of the sum and the last current sample is performed. Si esa proporción equivale a una constante precalculada para la relación de Cottrell, entonces se sabe que el valor de medición presenta la relación de Cottrell. If this ratio is equal to a precalculated constant for the Cottrell relationship, then it is known that the measurement value presents the Cottrell relationship.

Fig. 1 es una proyección horizontal o vista en planta de una tira de muestra Fig. 1 is a plan or top view of a sample strip

Fig. 2 es un diagrama en bloque/circuito de un medidor biosensor que incluye la invención Fig. 2 is a block diagram / circuit of a biosensing meter including the invention

Fig. 3 es un diagrama en forma de onda que ilustra tanto el voltaje de excitación aplicado al electrodo de excitación en la tira de muestra de la figura 1 como la corriente de detección resultante del electrodo detector en la tira de muestra. Fig. 3 is a diagram illustrating waveform both the excitation voltage applied to the excitation electrode on the sample strip of Figure 1 as the resulting current sensor detection electrode on the sample strip.

Fig. 4 es una vista expandida de la forma de onda de la corriente de detección que se produce cuando se detecta inicialmente una gota del producto analizado. Fig. 4 is an expanded view of the waveform of the detection current that occurs when a drop of the product analyzed is initially detected.

Fig. 5 es una vista expandida de una pluralidad de corrientes medidas, detectadas durante el periodo de medición, siguiendo dichas corrientes una relación de Cottrell esperada. Fig. 5 is an expanded view of a plurality of measured currents detected during the measurement period, following said Cottrell current ratio expected.

Figuras 6 y 7 son diagramas de flujo de elevado nivel que ilustran el tamaño de la muestra, las pruebas de seguridad en caso de fallo de la suma de corrientes y delta realizadas por el circuito de la figura 2. Figures 6 and 7 are flowcharts illustrating the high level sample size, safety tests in case of failure of the delta and current sum performed by the circuit of Figure 2.

Respecto a la figura 1, una tira de muestra 10 comprende dos electrodos, es decir, un electrodo de detección 12 y un electrodo de excitación 14. Dichos electrodos se disponen sobre una lámina polimérica 16 y una lámina protectora 18 se dispone sobre los mismos y tiene las aberturas 20 y 21 que muestran parte de los electrodos 12 y 14. La abertura 20 crea una cavidad de muestreo y define una zona de reacción entre el electrodo de detección 12 y el electrodo de excitación 14. Una capa (no mostrada) de reactivos enzimáticos recubre los electrodos 12 y 14 en la abertura 20 y proporciona un sustrato sobre el cual puede ubicarse una muestra líquida que contenga el producto analizado. Referring to Figure 1, a sample strip 10 comprises two electrodes, i.e., a detection electrode 12 and excitation electrode 14. Those electrodes are disposed on a polymeric sheet 16 and a protective film 18 is disposed thereon and has openings 20 and 21 showing part of the electrodes 12 and 14. opening 20 creates a sample cavity and defines a reaction zone between sense electrode 12 and excitation electrode 14. a layer (not shown) enzyme reagent covers the electrodes 12 and 14 in the opening 20 and provides a substrate on which can be placed a liquid sample containing the analyte. En este ejemplo, se asumirá que la muestra que contiene el producto analizado es una gota de sangre que se somete a una determinación del contenido en glucosa. In this example, it assumes that the sample containing the analyte is a drop of blood is subjected to a determination of the glucose content. La abertura 21 muestra los electrodos 12 y 14 de manera que cuando la tira de muestra 10 se introduce en un medidor biosensor, allí se establece una conexión eléctrica. Opening 21 shows the electrodes 12 and 14 so that when sample strip 10 is inserted into a biosensing meter, electrical connection there is established.

En la figura 2, un medidor 22 biosensor que aparece de forma esquemática incluye una ventana (no mostrada) para aceptar la tira de muestra 10 y para permitir que se establezca la conexión eléctrica entre el electrodo de excitación 14 y un par de contactos A y B y entre el electrodo de detección 12 y un par de contactos C y D. El electrodo de excitación 14, si es continuo y está insertado de forma apropiada, se conecta eléctricamente a los contactos A y B juntos. In Figure 2, a meter 22 biosensor shown schematically includes a window (not shown) for accepting sample strip 10 and to allow the electrical connection between the excitation electrode 14 and a pair of contacts A is established and B and between the detection electrode 12 and a pair of contacts C and D. excitation electrode 14, if continuous and is properly inserted, electrically connects contacts a and B together. Del mismo modo, el electrodo 12 de detección cortocircuita eléctricamente los contactos C y D si la tira de muestra está insertada del modo apropiado. Similarly, detection electrode 12 electrically shorted contacts C and D if sample strip is inserted appropriately. Los contactos A, B y C, D se encuentran espaciados en el medidor biosensor 22 y permiten que se haga una determinación de manera que una tira de muestra 10 se inserte de forma apropiada en el medidor 22 y que sus electrodos reflejen unos estados de impedancia apropiados. Contacts A, B and C, D are spaced in the biosensing meter 22 and enable a determination so as to cause a sample strip 10 is properly inserted into meter 22 and that its electrodes reflect some impedance states appropriate. Tan pronto como dichas determinaciones indican que una tira de muestra está insertada de forma apropiada (con los electrodos de excitación y detección apropiados), se aplicará una gota de sangre a la cavidad 20 y se efectuarán las mediciones subsiguientes. As soon as these determinations indicate that a sample strip is inserted properly (with appropriate excitation electrodes and detection), a drop of blood to well 20 and subsequent apply measurements are performed.

Una fuente de excitación 23 tiene su voltaje de excitación V aplicado a través del amplificador operacional 24 y el contacto A al electrodo de excitación 14. Una segunda entrada al amplificador operacional 24 va desde el contacto B a través de la línea 26. Esa misma entrada se aplica a un convertidor (A/D) analógico-numérico 28, que, en cambio, aplica su salida digitalizada a la barra de distribución o vía principal transmisora 30. En el lado de detección del medidor biosensor 22, el contacto C se une a una entrada del amplificador operacional 32. Otra entrada al amplificador operacional 32 está conectada a un potencial de referencia. An excitation source 23 has its excitation voltage V applied across the operational amplifier 24 and contact A to excitation electrode 14. A second input to operational amplifier 24 goes from contact B via line 26. That same input is applied to a converter (a / D) analog-digital 28, which, in turn, applies the digitized output to the bus bar or bus line 30. in the detection side of biosensing meter 22, contact C binds an input of operational amplifier 32. Another input to operational amplifier 32 is connected to a reference potential. La salida del amplificador operacional 32 se aplica a través del convertidor 34 A/D a la vía principal 30. The output of operational amplifier 32 is applied via converter 34 A / D to the bus 30.

El contacto D está unido a través del conductor 36 y un interruptor multiplex 38 a un convertidor A/D 40 cuya salida se aplica, en cambio, a la vía principal 30. Una fuente de voltaje se conecta a través de una resistencia a una entrada al convertidor A/D 40. El interruptor 38 se cierra cuando el medidor 22 se acciona inicialmente de forma que permite que se realice una determinación de la inserción apropiada del electrodo de detección 12. Una vez realizada la determinación, se abre el interruptor 38, incapacitando con ello la entrada al convertidor A/D 40. Contact D is connected via conductor 36 and a multiplex switch 38 to A / D converter 40 whose output is applied, instead, to the bus 30. A voltage source is connected via a resistor to an input the a / D converter 40. the switch 38 is closed when meter 22 is initially powered so as to enable a determination of the proper insertion of sense electrode 12. once the determination is made, switch 38 is opened, thereby disabling the input to a / D 40.

Un microprocesador 42 y una pantalla 44 se conectan a la vía principal 30 y se controla el funcionamiento global del medidor biosensor 22. El microprocesador 42 también controla, a través de la línea 46, el voltaje de excitación que se aplica desde la fuente de suministro 23 a través del amplificador operacional 24 al contacto A. Una memoria solamente de lectura (ROM) 48 se interconecta con la vía principal 30 y capacita la inserción de constantes y otros parámetros de ensayo que se utilizarán con un grupo de tiras de muestra 10. A microprocessor 42 and a display 44 are connected to the bus 30 and the overall operation of biosensing meter 22. Microprocessor 42 is controlled also controls, via line 46, the excitation voltage applied from the power supply 23 through the operational amplifier 24 to contact A. a read only memory (ROM) 48 is interfaced with the main track 30 and enables the insertion of constants and other test parameters to be used with a group of sample strips 10.

El uso de una clave de memoria insertable ROM se conoce de la patente americana 5.053.199 de Keiser y cols. The use of a key insertable ROM is known from US patent 5,053,199 the Keizer et al. Describe un medidor biosensor del tipo de reflectancia con una clave ROM que contiene información pertinente a las características ópticas de un lote especial de sustancias químicas de prueba de la tira de muestra. Describes a biosensor measuring reflectance type with a ROM key containing pertinent to optical a special batch of test chemicals strip shows characteristics information. Dicha información de calibración puede incluir, por ejemplo, una tabla para convertir una lectura obtenida de un sensor óptico en un valor de concentración del producto analizado. Such calibration information may include, for example, a table for converting a reading obtained from an optical sensor in a concentration value of the product analyzed. Usando una clave ROM dicha información de calibración se puede cargar directamente al medidor sin que el usuario tenga que insertar manualmente la información de calibración. Using a ROM key such calibration information can be uploaded directly to the meter without the user having to manually insert calibration information.

El funcionamiento del medidor biosensor 22 en la detección de la inserción apropiada de la tira de muestra 10 y la continuidad de los electrodos de excitación y detección 14 y 12, respectivamente, se ha descrito con detalle en la WO 94/29705. The operation of biosensing meter 22 for detecting proper insertion of sample strip 10 and the continuity of excitation and sense electrodes 14 and 12, respectively, described in detail in WO 94/29705 the. La publicación de esta solicitud de patente internacional hace referencia a la enseñanza de esta tecnología. The publication of this international patent application refers to the teaching of this technology.

Tan pronto como el microprocesador 42 determina que una tira de muestra está insertada de forma apropiada y que los electrodos de detección y excitación 12 y 14 presentan unas continuidades apropiadas, la fuente de excitación 23 se acciona para aplicar un voltaje de excitación V_{e} al amplificador operacional 24 y, seguidamente al contacto A. La forma de la onda del voltaje de excitación V_{e} corresponde a la línea 60 que aparece en la figura 3. Inicialmente, se aplica un voltaje de nivel alto 62 al electrodo de excitación 14 y se efectúa una medición de la corriente de fugas entre el electrodo de excitación 14 y el electrodo de detección 12. Si la corriente de fugas resulta que se encuentra dentro de un margen aceptable, el microprocesador 42 indica (en la pantalla 44) que el usuario puede aplicar una gota de sangre a la cavidad 20. Tras la aplicación de la gota de sangre, se detecta una caída inmediata de la resistencia (es decir, un aumento de la corriente) entre los As soon as the microprocessor 42 determines that a sample strip is inserted properly and that the detection electrodes and excitation 12 and 14 exhibit appropriate continuities, excitation source 23 is actuated to apply an excitation voltage V {e} the operational amplifier 24 and then to contact A. the waveform of excitation voltage V {e} corresponds to line 60 shown in figure 3. Initially, a high level voltage 62 is applied to the excitation electrode 14 and a measurement of the leakage current between excitation electrode 14 and sense electrode 12. If the current is effected leak is found within an acceptable range, microprocessor 42 indicates (on display 44) the user can apply a drop of blood to well 20. Upon application of the drop of blood, an immediate drop in resistance is detected (ie, an increase in current) between electrodos 12 y 14. La salida resultante procedente del amplificador operacional 32 viene como pulso 64 de una línea de señales 66. En la figura 4 puede verse una imagen expandida del pulso 64. electrodes 12 and 14. The resulting output from operational amplifier 32 is as pulse 64 of a signal line 66. In Figure 4 show an expanded pulse 64 image.

A medida que el pulso 64 pasa a través de un primer umbral 68, el microprocesador 42 determina que se ha detectado una gota de sangre. As pulse 64 passes through a first threshold 68, microprocessor 42 determines that it has detected a drop of blood. El nivel del umbral 68 se ajusta a un nivel bajo para poder detectar rápidamente cuando una tira 10 se dosifica con una muestra sanguínea y para indicar claramente el comienzo de un periodo de incubación. The threshold level 68 is set to a low level to rapidly detect when a strip 10 is dosed with a blood sample and to clearly indicate the commencement of an incubation period. Con el pulso 64 pasando a través del umbral 68, se inicia un temporizado o tiempo de demora d en el microprocesador 42, al final del cual se realiza una segunda medición de la forma de la onda 64 (en el momento 70). With the pulse 64 passing through threshold 68, a timing or delay time d starts in the microprocessor 42, after which a second measurement of the waveform 64 is performed (at time 70). El tiempo de demora d se emplea para conseguir que la gota de sangre humedezca el área completa dentro de la cavidad 20. Si la corriente detectada en el momento 70 está por debajo de un umbral de tamaño de muestra 72, la prueba se interrumpe ya que el volumen de la gota de sangre resulta ser insuficiente para garantizar una hidratación completa de los reactivos enzimáticos dentro de la cavidad 20. En contraste con ello, si el voltaje (corriente) detectado en el momento 70 excede el umbral del tamaño de muestra 72, se permite que la reacción continúe. Time delay d is employed to ensure that the blood drop wets the entire area within well 20. If the current sensed at time 70 is below a sample size threshold 72, the test is stopped as the volume of the blood drop is insufficient to assure complete hydration of the enzymatic reactants within well 20. by contrast, if the voltage (current) detected at time 70 exceeds sample size threshold 72, It allowed the reaction to continue.

Poco tiempo después, el microprocesador 42 hace que el voltaje de excitación V_{e} de la alimentación 22 sea eliminado del contacto A (línea 74 en la figura 3). Shortly thereafter, microprocessor 42 causes the excitation voltage V {e} feed 22 is removed from contact A (line 74 in Figure 3). La línea 74 es el tiempo de "incubación" y se extiende durante un periodo de tiempo suficiente para permitir que se produzca una reacción enzimática entre la gota de sangre y los enzimas en la cavidad 20. Line 74 is the time of "incubation" and extends for a period sufficient to allow an enzymatic reaction between the blood drop and the enzymes in well 20 to occur.

Volviendo a la figura 3, al finalizar el periodo de incubación se aplica de nuevo al contacto A un voltaje de excitación V_{e} (línea 76) que causa una reacción inversa en la cavidad 20. La corriente resultante (línea 78) se detecta en el electrodo de detección 12. La figura 5 es una imagen amplificada de la línea 78 e ilustra la relación clásica Cottrell mostrada por el flujo de corriente durante la reacción reversa anteriormente indicada. Returning to Figure 3, the end of the incubation period is again applied to contact A an excitation voltage V {e} (line 76) causing a reverse reaction in well 20. The resulting current (line 78) is detected in the detection electrode 12. figure 5 is an enlarged image of the line 78 and illustrates the classic Cottrell relationship exhibited by current flow during the reverse reaction indicated above. En la figura 5, se representa gráficamente la corriente de detección frente al tiempo invertido, y tal como se sabe, la línea 78 se desplaza hacia arriba o hacia abajo en la gráfica de la figura 5, dependiendo de la concentración de glucosa. In Figure 5, is plotted detection current versus time spent, and as is known, the line 78 moves up or down in the graph of Figure 5, depending upon glucose concentration. Durante el periodo de la línea 78, el microprocesador 42 registra una pluralidad de valores de medición de la corriente, siendo cada valor un intervalo de tiempo y K el recuento del intervalo. During the period of trace 78, microprocessor 42 records a plurality of measured values ​​of current, each value being a time interval and counting the interval K. Dichas mediciones permiten realizar una determinación de la glucosa y se utilizan para garantizar que la línea 78 sigue realmente la relación de Cottrell. Such measurements allow determination of glucose and are used to ensure that the line 78 actually follows the Cottrell relationship.

Teniendo en cuenta que se tiene que efectuar una determinación de la concentración de glucosa, la cavidad 20 incluye los reactivos siguientes: un enzima, un electrolito, un mediador, formadores de películas y un tampón. Given that has to make a determination of the glucose concentration, the cavity 20 includes the following reactants: an enzyme, an electrolyte, a mediator, film formers, and a buffer. Por ejemplo, el enzima puede ser la glucosa oxidasa (o glucosa dehidrogenasa); For example, the enzyme may be glucose oxidase (or glucose dehydrogenase); el tampón puede ser orgánico o inorgánico; the buffer may be organic or inorganic; el electrolito puede ser cloruro de potasio o cloruro de sodio; the electrolyte may be potassium chloride or sodium chloride; el mediador es preferiblemente ferricianuro potásico y los formadores de películas comprenden la gelatina y la propiofina. the mediator is preferably potassium ferricyanide and the film formers comprise gelatin and propiofin. Si se tiene que emplear una cubeta de prueba para una determinación de la concentración de colesterol, el enzima sería preferiblemente la oxidasa de colesterol con o sin aditivos de esterasa de colesterol. If you have to use a test cell for determining the concentration of cholesterol, the enzyme would preferably be cholesterol oxidase with or without additives cholesterol esterase. El tampón es preferiblemente inorgánico e incluye un electrolito como el cloruro de potasio o el cloruro de sodio. The buffer is preferably inorganic and includes an electrolyte such as potassium chloride or sodium chloride. En este caso, se utilizan dos mediadores, es decir, el ferricianuro y las quinonas, y se colocan en una película de gelatina, tal como se ha indicado antes. In this case, two mediators, i.e. ferricyanide and quinones are used, and placed in a gelatin film, as indicated above.

Puesto que las sustancias químicas empleadas por este sistema son muy conocidas, no se describirán con mayor detalle. Since the chemicals used in this system are well known, they will not be described in greater detail. Es suficiente con decir que la concentración de glucosa se determina ubicando inicialmente en la cavidad 20 una muestra de sangre. It suffices it to say that glucose concentration is determined by initially placing in cavity 20 a blood sample. La glucosa dentro de la muestra produce una reacción progresiva del ferricianuro potásico hacia el ferrocianuro potásico. The glucose within the sample causes a forward reaction of potassium ferricyanide to the potassium ferrocyanide. Cuando la reacción progresiva ha tenido lugar durante el periodo de incubación, una aplicación adicional de un voltaje (línea 76) al electrodo de excitación 14 dará lugar a la creación de una pequeña corriente en el electrodo de detección 12 que será el resultado de una reacción inversa del ferrocianuro potásico de vuelta al ferricianuro potásico. When the forward reaction has taken place over the incubation period, an additional application of a voltage (line 76) to the excitation electrode 14 will result in the creation of a small current at sense electrode 12 that will result from a reaction inverse of potassium ferrocyanide back to potassium ferricyanide. El flujo de electrones durante la reacción inversa (línea 78) se detecta y se mide. The flow of electrons during the reverse reaction (line 78) is detected and measured.

Volviendo a las figuras 6 y 7, se describe el funcionamiento del medidor de la figura 2. Inicialmente (fig. 6), el microprocesador 42 detecta una inserción de una tira de muestra 10 detectando el cortocircuito eléctrico de los contactos A y B y de los contactos C y D (bloque de decisión 100). Turning to Figures 6 and 7, the operation of the meter of Figure 2. Initially (Fig. 6) described, the microprocessor 42 detects an insertion of a sample strip 10 by sensing the electrical shorting of contacts A and B and contacts C and D (decision block 100). Hasta que el microprocesador 42 detecta la presencia de la tira de muestra 10, el procedimiento se recicla. Until microprocessor 42 detects the presence of sample strip 10, the procedure recycles. Detectando la presencia de la tira de muestra 10 y determinando que las resistencias de contacto entre los contactos A, B y C, D, respectivamente, están dentro de los límites apropiados, el microprocesador 42 hace que la fuente de excitación 23 aplique un nivel de voltaje de excitación 62 (fig. 3) al electrodo de excitación 14. Esta aplicación se produce previamente a cualquier dosificación de la tira de muestra 10 y permite que se mida la corriente de fugas (si existe alguna) entre los electrodos 12 y 14. Simultáneamente, el microprocesador 42 obtiene un valor umbral de la corriente de fugas (i_{max}) de la clave ROM 48 y compara su valor con la corriente de fugas medida i procedente del convertidor A/D 34 (bloques 102 y 104). Detecting the presence of sample strip 10 and determining that the contact resistances between contacts A, B and C, D, respectively, are within proper limits, microprocessor 42 causes the excitation source 23 applies a level of excitation voltage 62 (Fig. 3) to excitation electrode 14. This application occurs previously to any dosage of sample strip 10 and enables the leakage current is measured (if any) between electrodes 12 and 14. simultaneously, microprocessor 42 obtains a threshold value of the leakage current (i_ {max}) from ROM key 48 and compares its value with the leakage current as i from the a / D converter 34 (blocks 102 and 104). Si la corriente de fugas i es menor que el valor umbral de la corriente de fugas (i_{max}) el procedimiento continúa, ya que la corriente de fugas está dentro de los límites. If the leakage current i is less than the threshold value of the leakage current (i_ {max}) the procedure continues, as the leakage current is within limits. Si no, la tira de muestra se descarta. If not, the sample strip is discarded.

En este punto, el microprocesador 42 entra en un estado de "detección de la gota" en el que se determina cuando una gota de sangre se ha colocado en la cavidad 20 y si el volumen de la gota de sangre es suficiente para humedecer completamente los reactivos enzimáticos que allí se encuentran. At this point, microprocessor 42 enters a "detection drop" in which it is determined when a blood drop has been placed in the cavity 20 and if the volume of the blood drop is sufficient to completely wet the enzyme reagents that are found there. Inicialmente, el microprocesador 42 carga un par de constantes de clave ROM 48, es decir, un valor umbral de detección de la gota y un valor umbral del tamaño de muestra (72). Initially, microprocessor 42 loads a pair of constants ROM key 48, i.e., a threshold value of detection of the drop and a threshold value of the sample size (72). El microprocesador 42 añade luego el valor i de la corriente de fugas medido al valor umbral detector de la gota para determinar el valor umbral 68 de detección de la gota que se muestra en la figura 4 (bloque 106). Microprocessor 42 then adds the value of the current i measured leakage detector threshold value drop to determine the threshold value 68 drop detection shown in Figure 4 (block 106). Luego, el microprocesador 42 hace que la pantalla 44 indique al usuario que la tira de muestra está lista para ser dosificada. Then, the microprocessor 42 causes the display 44 tells the user that the sample strip is ready to be dispensed.

El microprocesador 42 entra ahora en un estado de espera (con un nivel de voltaje de excitación 62 que continúa aplicándose al electrodo de excitación 14). Microprocessor 42 now enters a wait state (with excitation voltage level 62 continues to apply to the excitation electrode 14). Cuando se aplica una gota de sangre a la cavidad 20, se detecta un aumento de corriente (pulso 64 en la figura 4), y cuando el valor de la corriente medida excede el valor umbral 68, se visualiza que se ha detectado una gota (bloque de decisión 108). When a drop of blood to the cavity 20 is applied, a current increase (pulse 64 in Figure 4) is detected, and when the value of the measured current exceeds the threshold value 68 is displayed is detected a drop ( decision block 108). Ahora se inicia un periodo de incubación que, por ejemplo, puede ser de nueve segundos. Now an incubation period, for example, may be nine seconds starts. Se inicia también un periodo de demora del tamaño de muestra d, después del cual se realiza una segunda medición del pulso 64 (bloque 110). It also initiates a delay period d sample size, after which a second measurement pulse 64 (block 110) is performed. Si la corriente detectada excede el umbral del tamaño de muestra 72, entonces se sabe que existe una cantidad suficiente de sangre en la cavidad 20 para hidratar los reactivos enzimáticos colocados en ella (bloque de decisión 112). If the detected current exceeds sample size threshold 72, then it is known that there is a sufficient amount of blood in the cavity 20 to hydrate the enzyme reactants positioned therein (decision block 112). Si no aparece un error. If an error does not appear. En caso de que sí, el procedimiento continúa, y el microprocesador 42 causa la retirada del voltaje de excitación V_{e} del contacto A (bloque 114). If yes, the process continues, and the microprocessor 42 causes removal of excitation voltage V {e} contact A (block 114).

Expirado el tiempo de incubación, el microprocesador 42 hace que la fuente de excitación 23 aplique un voltaje de excitación (línea 76 en la figura 3) al contacto A (bloque 116). Incubation time expired, the microprocessor 42 causes the excitation source 23 applies an excitation voltage (trace 76 in Figure 3) to contact A (block 116). La aplicación del nivel V_{e} 76 produce una inversión de la reacción enzimática a la que se ha hecho referencia y ello da lugar a un flujo de corriente (mostrada por la línea 78 en la figura 3) entre el electrodo de excitación 14 y el electrodo de detección 12. En este punto, se inicia un "periodo de medición" y tal como se muestra en la figura 5, se realizan una serie de mediciones de la corriente 82, 84, 86 etc. The application level V {e} 76 produces a reversal of the enzymatic reaction to which reference is made and this results in a current flow (shown by line 78 in Figure 3) between excitation electrode 14 and the detection electrode 12. at this point, it starts a "measurement period" and as shown in figure 5, a series of current measurements are made 82, 84, 86 etc. (hasta la medición 88) y los resultados se guardan (ver figura 5 y bloque 118, figura 7). (Until measurement 88) and the results are stored (see Figure 5 and block 118, Figure 7). Cada medición se toma después de un intervalo de tiempo asociado al recuento k. Each measurement is taken after a time interval associated with count k. En la figura 5, se muestran catorce intervalos de tiempo, sin que se realicen mediciones de la corriente hasta el final del segundo intervalo para impedir que la lectura resultante de la corriente exceda una corriente máxima medible. In Figure 5, fourteen time slots are shown without current measurements are performed until the end of the second interval to prevent the resulting current reading exceeds a maximum measurable current.

Durante el tiempo en que se están midiendo los valores de la corriente 82, 84, 86 etc. During the time you are measuring the current values ​​82, 84, 86 etc. se produce un cálculo de seguridad ante fallo "delta" después de la segunda medición de la corriente y luego después de cada medición de corriente sucesiva (bloque 120). a calculation failsafe "delta" after the second current measurement and then after each succeeding current measurement (block 120) occurs. Básicamente, se sabe que si la línea 78 sigue una curva Cottrell, desciende de forma monótona y cada medición de corriente sucesiva es inferior a una medición de corriente previa en como mínimo un valor umbral predeterminado delta de seguridad ante fallos. Basically, it is known that if the line 78 follows a Cottrell curve decreases monotonically and each successive measurement current is lower than a previous measurement current delta least a predetermined failsafe threshold value. Dicho valor se obtiene de la clave ROM 48 y se accede al mismo por el microprocesador 42. This value is obtained from ROM key 48 and is accessed by the same microprocessor 42.

Tal como se muestra en el bloque de decisión 120, el microprocesador 42 determina que cada corriente de detección sucesiva i_{k} es menor o bien igual a un valor de corriente muestreado anterior (i_{k-1}) más el valor umbral delta de seguridad en caso de fallo. As shown in decision block 120, the microprocessor 42 determines that each detection current successive i_ {k} is less or equal to a current value previous sampled (i_ {k-1}) plus the value threshold delta safety in case of failure. Si un valor de corriente de transferencia sucesivo no cumple dicha prueba, se envía un mensaje de interrupción al usuario (a través de la pantalla 44) basado en la determinación de que la forma de onda de la corriente no exhibe una relación monótona esperada. If a current value does not meet said successive transfer test, a message interrupt the user (via display 44) based on the determination that the waveform of the current does not exhibit an expected monotonic relationship is sent. Esta prueba se repite para cada muestra de corriente sucesiva, incluyendo la última muestra de corriente 88. Hasta entonces, el procedimiento se repite tal como muestra el bloque de decisión 124. This test is repeated for each succeeding current sample, including last current sample 88. Until then, the procedure is repeated as shown in decision block 124.

Una vez se ha efectuado la medición de la corriente 88, el procedimiento pasa a una determinación de una "suma de corrientes" de seguridad en caso de fallo. Once the measurement has been made of the current 88, the process proceeds to a determination of a "current sum" safety in case of failure. El procedimiento de seguridad en caso de fallo de la suma de corrientes realiza otra prueba en la respuesta de Cottrell durante el periodo de medición. The security procedure in case of failure of the sum of currents makes another test in the Cottrell response during the measurement period. Cuando la muestra de la corriente final 88 se consigue, se multiplica por dos constantes (por ejemplo, valores) a los que se accede por el microprocesador 42 de la tecla ROM 48. Los resultados de la multiplicación se utilizan luego como dos valores límite frente a los cuales se verifica una suma de todas las corrientes 82, 84, 86, etc... Si la suma cae entre los dos límites, se sabe que la línea 78 sigue la relación de Cottrell. When the sample of the final stream 88 is achieved, it is multiplied by two constants (for example, values) that are accessed by microprocessor 42 from ROM 48. Key results of the multiplication are then used as two limit values ​​against to which a sum of all currents 82, 84, 86, etc ... If the sum falls between the two limits, it is known that trace 78 follows the Cottrell relationship is verified. Estas acciones se ilustran en los bloques 122, 124, 126 y 128 de la figura 7. La suma de corrientes I_{sum} se calcula del modo siguiente (bloque 122) These actions are illustrated in blocks 122, 124, 126 and 128 of Figure 7. The sum of currents I_ {sum} is calculated as follows (block 122)

I_{sum} = \sum\limits^{m}_{k=1} i_{k} I_ {sum} = \ sum \ limits ^ {m} _ {k = 1} i_ {k}

Donde i_{k} es una de las muestras de corriente m Where i_ {k} is one of m current samples

Luego se determina si I_{sum} se encuentra dentro de los límites superior e inferior tal como sigue (bloque 128) Then it is determined whether I_ {sum} is within the upper and lower limits as follows (block 128)

I_{m}K_{u} > I_{sum} > i_{m}K_{l} I_ K_ {m} {u}> {I_ sum}> i_ {m} K_ {l}

Donde K_{l} es la constante límite inferior, Where K_ {l} is the lower limit constant,

K_{u} es la constante límite superior, y K_ {u} is the upper limit constant, and

i_{m} es la muestra de corriente final. i_ {m} is the final current sample.

Si la prueba que se muestra en el bloque de decisión 128 no se cumple, se emite una señal de interrupción. If the test shown in decision block 128 is not met, an interrupt signal is issued. No obstante, si la prueba se cumple, entonces se realiza un cálculo de la glucosa (bloque 130), y el resultado es visualizado por el usuario. However, if the test is met, then a calculation of glucose (block 130) is performed, and the result is displayed by the user.

La base de la prueba de seguridad en caso de fallo de la suma de corrientes puede determinarse a partir de la prueba siguiente. The base of the safety test in case of failure of the current sum can be determined from the following test.

Inicialmente, se considera el cociente r Initially, it considers the ratio r

(A)r = \frac{\sum\limits^{m}_{k=1} i_{k}}{i_{m}} (A) r = \ frac {\ sum \ limits ^ {m} _ {k = 1} k {i_ {i_ {}}}} m

de todas las corrientes detectadas hasta la corriente final detectada. all currents detected until the final sensed current.

Se ha de verificar para cualquier línea de corriente con un comportamiento Cottrell, que el cociente tiene el mismo valor r_{Cottrell} independiente de cualquier otro factor (incluyendo la concentración de glucosa). It is to check for any line current with a Cottrell behavior, that the ratio has the same value r_ {Cottrell} independent of any other factors (including glucose concentration).

La característica de la respuesta de Cottrell viene dada por la ecuación (B): The characteristic of the Cottrell response is given by equation (B):

(B)i_{cottrell} (t) = \frac{nFA \sqrt{D}}{\sqrt{\pi\sqrt{t}}}C (B) i_ {} cottrell (t) = \ frac {nFA \ sqrt {D}} {\ sqrt {\ pi \ sqrt {t}}} C

donde: n es el número de electrones alimentados por molécula de glucosa where: n is the number of electrons per molecule of glucose fed

F es la constante de Faraday F is the Faraday constant

A es el área de trabajo de la superficie del electrodo A it is the working area of ​​the electrode surface

t es el tiempo empleado desde la aplicación de la excitación t is the time taken from the application of excitation

D es el coeficiente de difusión D is the diffusion coefficient

C es la concentración de glucosa C is the concentration of glucose

De los parámetros anteriormente mencionados, ny F son constantes, A se determina por el diseño de la tira, D y C aunque posiblemente varían de línea a línea, se mantienen constantes mientras dura una línea de corriente para una prueba determinada. Of the above parameters, ny F are constants, A is determined by strip design, D and C while possibly varying from line to line, remain constant for the duration of a line current for a particular test. Así pues, todos los parámetros de la ecuación B, a excepción del tiempo t son constantes para una línea de corriente determinada. Thus, all parameters of equation B, except for time t are constant for a given line current.

Reemplazando los términos de la corriente i_{k} en la ecuación (A) por sus representaciones de Cottrell de la ecuación (B), se obtiene la siguiente expresión Substituting terms of current i_ {k} in equation (A) by their Cottrell representations from equation (B), the following expression is obtained

100 100

Retirando los términos constantes en el numerador y denominador, la expresión (C) pasa a ser: Removing the constant terms in the numerator and denominator, expression (C) becomes:

101 101

Considerando la expresión (D), puede llegarse a la conclusión de que si una línea tiene el comportamiento Cottrell, entonces el cociente r que aparece en la ecuación A calculado con esta corriente lineal debe ser igual a r_{Cottrell}. Considering expression (D) can be concluded that if a line has Cottrell behavior, then the ratio r shown in equation A calculated with this linear current must equal r_ {Cottrell}. Y a la inversa, si una línea tiene un comportamiento no-Cottrell, entonces el cociente r correspondiente de la ecuación (A) es diferente de r_{Cottrell}. Conversely, if a line has non-Cottrell behavior, then the ratio r corresponding equation (A) is different from r_ {Cottrell}.

El modelo Cottrell (B), aunque es muy exacto, sigue siendo un modelo, por lo que en la práctica podría existir una pequeña diferencia entre ry r_{Cottrell} para una línea con un comportamiento Cottrell. Cottrell model (B), although it is very accurate, is still a model, therefore in practice there might be a small difference between r r_ {Cottrell} to a line with a Cottrell behavior. Para permitir esta diferencia, el cociente r calculado, en lugar de comprobar con una igualdad exacta a r_{Cottrell} se compara con un límite superior r_{Cottrell}+ To allow for this difference the calculated ratio r, instead of checking with an exact equal to r_ {Cottrell} is compared with an upper limit r_ {Cottrell} +

  \euro \euro 
_{u}.r_{ottrell} y un límite inferior r_{Cottrell}- _ {{U} .r_ ottrell} and a lower limit r_ {Cottrell} -
  \euro \euro 
_{l}.r_{Cottrell}, donde _ {L} .r_ {Cottrell}, where
  \euro \euro 
_{u} y {U} and _
  \euro \euro 
_{l} son números pequeños. _ {L} are small numbers.

La siguiente desigualdad The following inequality

r_{Cottrell} + r_ {Cottrell} +

  \euro \euro 
_{u} r_{Cottrell} > r > r_{Cottrell} - _ R_ {{u}} Cottrell> r> r_ {Cottrell} -
  \euro \euro 
_{l} r_{Cottrell} _ R_ {l}} {Cottrell

es equivalente a la comparación siguiente: It is equivalent to the following comparison:

(E)(r_{cottrell} + \varepsilon_{u}r_{cottrell}) * i_{m} > \sum\limits^{m}_{k=1} i_{k} > (r_{cottrell} - \varepsilon_{1} r_{cottrell}) * i_{m} (E) (r_ {cottrell} + \ epsilon {u} r_ {cottrell}) * i_ {m}> \ sum \ limits ^ {m} _ {k = 1} i_ {k}> (r_ {cottrell} - \ {1} epsilon r_ {} cottrell) * i_ {m}

destacando highlighting

K_{u} = (r_{Cottrell} + K_ {u} = (r_ {Cottrell} +

  \euro \euro 
_{u} r_{Cottrell}) * i_{m} _ R_ {{u}} Cottrell) * i_ {m}

K_{l} = (r_{Cottrell} - K_ {l} = (r_ {Cottrell} -

  \euro \euro 
_{l} r_{Cottrell}) * i_{m} _ R_ {l} {Cottrell}) * i_ {m}

La desigualdad (E) pasa a ser la desigualdad (F) Inequality (E) becomes inequality (F)

(F)K_{u} > \sum\limits^{m}_{k=1} i_{k} > K_{1} (F) K_ {u}> \ sum \ limits ^ {m} _ {k = 1} i_ {k}> K_ {1}

Que se utiliza como una prueba de seguridad en caso de fallo tal como se muestra en la figura 7 (bloque 128). It used as a safety test in case of failure as shown in Figure 7 (block 128).

Debería entenderse que la descripción anterior es meramente ilustrativa de la invención. It should be understood that the above description is merely illustrative of the invention. Varias alternativas y modificaciones pueden ser ideadas por los expertos en el tema sin apartarse de la invención. Various alternatives and modifications can be devised by those skilled in the subject without departing from the invention. De acuerdo con ello, la presente invención pretende abarcar todas aquellas alternativas, modificaciones y varianzas que se encuentren dentro de los límites de las reivindicaciones adjuntas. Accordingly, the present invention is intended to embrace all such alternatives, modifications and variances which fall within the limits of the appended claims.

Claims (9)

1. Medidor biosensor (22) adaptado para recibir una tira de muestra (20) que incluye un par de electrodos incluyendo un electrodo de excitación (14) y un electrodo de detección (12) y un medio reaccionante para el producto analizado que contiene una zona de reacción (20) que une el par de electrodos (12, 14), que comprende: 1. Biosensing meter (22) adapted to receive a sample strip (20) including a pair of electrodes including an excitation electrode (14) and a detection electrode (12) and a reaction medium for the analyte containing a reaction zone (20) connecting the pair of electrodes (12, 14), comprising:
un medio de suministro de la excitación (23) del medidor biosensor para aplicar un potencial de excitación (62) al electrodo de excitación (14) supply means of excitation (23) of the biosensing meter for applying an excitation potential (62) to the excitation electrode (14)
un medio amplificador de detección (32) conectado al electrodo de detección (12) y adaptado para producir una señal de salida (64) cuando un volumen de un líquido biológico se coloca en la cavidad de muestra y crea una vía de corriente entre los electrodos de excitación y detección (14, 12); means sense amplifier (32) connected to the detection electrode (12) and adapted to produce an output signal (64) when a volume of a biological fluid is placed in the sample well and creates a current path between the electrodes excitation and detection (14, 12); y Y
un medio procesador (42) acoplado al medio amplificador de detección (32), de forma que dicho medio procesador se adapte al ensayo de forma que durante el funcionamiento del medidor biosensor (22) si la señal de salida (62) excede un primer valor umbral (68) eso será una señal indicativa de la aplicación de la muestra biológica a la zona de reacción (20), processor means (42) coupled to the amplifier means for detecting (32) so that said processor means is adapted to test such that during operation of the biosensing meter (22) if the output signal (62) exceeds a first value threshold (68) that is a signal indicative of the application of the biological sample to the reaction zone (20),
que se caracteriza porque It characterized in that
el procesador se adapta para realizar una segunda prueba, dicha segunda prueba verifica si la señal de salida (64) excede posteriormente un segundo valor umbral mayor (72), de manera que una señal de salida que exceda el segundo valor umbral superior (72) puede ser una indicación de que el volumen es adecuado para que se pueda realizar una determinación posterior de un analito en el fluido biológico, y el medio procesador (42) se adapta para permitir la posterior determinación únicamente después de que la señal de salida (64) haya excedido el segundo umbral superior (72). the processor is adapted to perform a second test, said second test tests if the output signal (64) thereafter exceeds a second larger threshold value (72), so that an output signal exceeding the second upper threshold value (72) it may be an indication that the volume is adequate so that it can perform a subsequent determination of an analyte in the biological fluid, and the processor means (42) is adapted to enable the subsequent determination only after the output signal (64 ) has exceeded the second upper threshold (72).
2. Medidor biosensor (22) conforme a la reivindicación 1, que se caracteriza porque el procesador (42) se adapta para realizar la segunda prueba únicamente después de una demora preestablecida (d), de forma que la demora prefijada (d) permita que el volumen de líquido biológico humedezca el reactante del producto analizado. 2. Biosensing meter (22) according to claim 1, characterized in that the processor (42) is adapted to perform the second test only after a preset delay (d), so that the preset delay (d) allows the volume of biological liquid wet the analyte reactant.
3. Medidor biosensor (22) conforme a la reivindicación 1, que se caracteriza porque comprende una clave de memoria única de lectura insertable (48) que puede interconectarse con una vía principal transmisora (30) del medidor y permite la inserción de constantes y otros parámetros de prueba a utilizar con un grupo de tiras de muestra (10). 3. Biosensing meter (22) according to claim 1, characterized in that it comprises a key insertable only memory reading (48) that can be interfaced with a bus line (30) of the meter and enables the insertion of constants and other test parameters to use with a group of sample strips (10).
4. Medidor biosensor (22) conforme a la reivindicación 1, que se caracteriza porque, 4. Biosensing meter (22) according to claim 1, characterized in that,
el medio amplificador (42) se adapta para producir una señal de fugas previamente a la colocación del volumen de fluido biológico en la zona de reacción (20), siendo la señal de fugas indicativa de una corriente de fugas entre el electrodo de excitación y el de detección (14, 12), y además comprendiendo el medidor biosensor un medio clave (48) que contendrá una memoria con valores almacenados, incluyendo dichos valores almacenados un valor umbral de la corriente de fugas, y el segundo valor umbral; the means (42) is adapted to produce a leakage signal prior to placement of the volume of biological fluid in the reaction zone (20), the leakage signal indicative of a leakage current between the excitation electrode and detecting (14, 12), and further comprising a key means biosensing meter (48) containing a memory with stored values, including said stored values ​​a threshold value of the leakage current, and the second threshold value; y Y
el medio procesador (42) se adapta para determinar si el valor de la corriente de fugas excede el valor umbral de la corriente de fugas, y en caso contrario, adiciona el valor de la corriente de fugas al valor umbral de detección de la gota para derivar el primer valor umbral. the processor means (42) is adapted to determine whether the value of the leakage current exceeds the threshold value of the leakage current, and if not, adds the value of the leakage current threshold value detection eardrop deriving the first threshold value.
5. Medidor biosensor (22) conforme a la reivindicación 4, que se caracteriza porque el medio procesador (42) emplea el segundo valor umbral del medio clave (48) para determinar que el volumen es adecuado para permitir la determinación posterior. 5. Biosensing meter (22) according to claim 4, characterized in that the processor means (42) employs the second threshold value of the key means (48) to determine the volume is adequate to allow subsequent determination.
6. Medidor biosensor (22) conforme a la reivindicación 1, que se caracteriza porque se adapta para determinar si una corriente a través de la zona de reacción varía de acuerdo con una relación de Cottrell por medio de 6. Biosensing meter (22) according to claim 1, characterized in that it is adapted to determine whether a current through the reaction zone varies in accordance with a Cottrell relationship by
un medio amplificador detector adaptado para obtener una pluralidad de lecturas sucesivas (82, 84, 86, 88) de la corriente en la zona de reacción durante una pluralidad de tiempos de medición, después de colocar una muestra que contiene un analito en la zona de reacción (20); an amplifier detector means adapted to obtain a plurality of successive readings (82, 84, 86, 88) of the current in the reaction zone over a plurality of measurement times, after placing a sample containing an analyte in the reaction (20); y Y
un medio procesador (42) adaptado para comparar cada una de las múltiples lecturas de corriente sucesivas (por ejemplo 86) con las lecturas de corriente inmediatamente anteriores (por ejemplo 84) para verificar si cada lectura de corriente sucesiva presenta un valor más pequeño que una lectura de corriente inmediatamente anterior y, si no, emitir una señal indicativa de un fallo de la prueba. processor means (42) adapted to compare each of the multiple readings of successive current (for example 86) with readings immediately preceding current (for example 84) to check whether each reading succeeding current has a smaller value than a immediately preceding current reading and, if not, issuing a signal indicative of a test failure.
7. Medidor biosensor conforme a la reivindicación 6, que comprende un medio de conexión (48) que contiene una memoria con valores almacenados, siendo uno de dichos valores un valor de cambio delta, donde el medio procesador (42) se adapta para realizar la prueba sumando el valor de cambio delta al que se accede por el medio clave de conexión (48) a una de las lecturas de la corriente y comparando el valor sumado con una lectura válida de la pluralidad de lecturas de corriente sucesivas (82,84, 86, 88) de la corriente obtenida por el medio amplificador detector 7. Biosensing meter according to claim 6, comprising a connecting means (48) containing a memory with stored values, one of said values ​​change value delta, where the processor means (42) is adapted to perform the test adding the value of delta change that is accessed by the middle connection key (48) to one of the current readings and comparing the summed value with a valid reading of the plurality of successive current readings (82.84, 86, 88) of the current obtained by the detector amplifier means
(32). (32).
8. Medidor biosensor (22) conforme a la reivindicación 1, que se caracteriza porque se adapta para determinar si una corriente a través de la zona de reacción varía de acuerdo con una relación de Cottrell por medio de 8. Biosensing meter (22) according to claim 1, characterized in that it is adapted to determine whether a current through the reaction zone varies in accordance with a Cottrell relationship by
un medio amplificador detector (32) adaptado para obtener una pluralidad de lecturas sucesivas (82, 84, 86, 88) de la corriente en la zona de reacción durante una pluralidad de tiempos de medición my an amplifier detector means (32) adapted to obtain a plurality of successive readings (82, 84, 86, 88) of the current in the reaction zone over a plurality of measurement times m
un medio procesador (42) adaptado para sumar los valores medidos sucesivamente de la corriente i_{n}, i_{n+1}, ... i_{m} (82, 84, 86, 88) y determinar si un cociente de los valores sumados respecto a un valor de una corriente i_{m} que se determina en un tiempo de medición m se encuentra dentro de un intervalo establecido, y en ese caso, se sigue a una posterior determinación. processor means (42) adapted for summing the successively measured the current i_ {n} values, i_ {n + 1}, ... i_ {m} (82, 84, 86, 88) and determining whether a ratio the added values ​​relative to a value of current i {m} which is determined in a measurement time m is within a set interval, and if so, continues to a subsequent determination.
9. Medidor biosensor conforme a la reivindicación 8, que comprende además unos medios clave (48) que contienen una memoria con valores almacenados, siendo un par de valores almacenados constantes de comparación superior (K_{u}) e inferior (K_{l}), donde el medio procesador emplea las constantes de comparación superior e inferior para establecer dicho intervalo. 9. Biosensing meter according to claim 8, further comprising key means (48) containing a memory with stored values, a pair of constants being stored values ​​higher compared (K_ {u}) and lower (K ​​l {} ), where the processor means employs the upper and lower constant for establishing said comparison range.
ES05013179T 1993-06-08 1994-05-13 Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures. Expired - Lifetime ES2270401T3 (en)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/073,180 US5352351A (en) 1993-06-08 1993-06-08 Biosensing meter with fail/safe procedures to prevent erroneous indications
US73180 1993-06-08

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2270401T3 true ES2270401T3 (en) 2007-04-01

Family

ID=22112218

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES94916758T Expired - Lifetime ES2153334T3 (en) 1993-06-08 1994-05-13 Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures.
ES05013179T Expired - Lifetime ES2270401T3 (en) 1993-06-08 1994-05-13 Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures.

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES94916758T Expired - Lifetime ES2153334T3 (en) 1993-06-08 1994-05-13 Biosensing meter with insurance in case of failure to prevent erroneous indications procedures.

Country Status (8)

Country Link
US (1) US5352351A (en)
EP (2) EP1582864B1 (en)
JP (1) JP2800981B2 (en)
AU (1) AU6832594A (en)
CA (1) CA2153877C (en)
DE (5) DE69434438D1 (en)
ES (2) ES2153334T3 (en)
WO (1) WO1994029706A1 (en)

Families Citing this family (268)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07128338A (en) * 1993-11-02 1995-05-19 Kyoto Daiichi Kagaku:Kk Convenient blood sugar meter and data managing method therefor
US5781455A (en) * 1993-11-02 1998-07-14 Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. Article of manufacture comprising computer usable medium for a portable blood sugar value measuring apparatus
JP3061351B2 (en) * 1994-04-25 2000-07-10 松下電器産業株式会社 Determination and its apparatus of the specific compound
US6071249A (en) 1996-12-06 2000-06-06 Abbott Laboratories Method and apparatus for obtaining blood for diagnostic tests
SE9700384D0 (en) * 1997-02-04 1997-02-04 Biacore Ab Analytical Method and Apparatus
AU6157898A (en) 1997-02-06 1998-08-26 E. Heller & Company Small volume (in vitro) analyte sensor
US9757061B2 (en) 2006-01-17 2017-09-12 Dexcom, Inc. Low oxygen in vivo analyte sensor
US7899511B2 (en) 1997-03-04 2011-03-01 Dexcom, Inc. Low oxygen in vivo analyte sensor
US6862465B2 (en) 1997-03-04 2005-03-01 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US8527026B2 (en) 1997-03-04 2013-09-03 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US6001067A (en) 1997-03-04 1999-12-14 Shults; Mark C. Device and method for determining analyte levels
US6071391A (en) * 1997-09-12 2000-06-06 Nok Corporation Enzyme electrode structure
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US5997817A (en) 1997-12-05 1999-12-07 Roche Diagnostics Corporation Electrochemical biosensor test strip
US20070264721A1 (en) * 2003-10-17 2007-11-15 Buck Harvey B System and method for analyte measurement using a nonlinear sample response
US7494816B2 (en) * 1997-12-22 2009-02-24 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining a temperature during analyte measurement
US8071384B2 (en) 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US8148164B2 (en) 2003-06-20 2012-04-03 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid
EP1042667B1 (en) * 1997-12-22 2009-06-17 Roche Diagnostics Operations, Inc. Meter
US6103033A (en) 1998-03-04 2000-08-15 Therasense, Inc. Process for producing an electrochemical biosensor
US6391005B1 (en) 1998-03-30 2002-05-21 Agilent Technologies, Inc. Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8480580B2 (en) 1998-04-30 2013-07-09 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8346337B2 (en) 1998-04-30 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US9066695B2 (en) 1998-04-30 2015-06-30 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8465425B2 (en) 1998-04-30 2013-06-18 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6175752B1 (en) 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
CA2333686C (en) 1998-06-01 2005-01-18 Roche Diagnostics Corporation Method and device for electrochemical immunoassay of multiple analytes
US6338790B1 (en) 1998-10-08 2002-01-15 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
US6150124A (en) * 1999-05-20 2000-11-21 Umm Electronics, Inc. Method for passively determining the application of a sample fluid on an analyte strip
US6193873B1 (en) * 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
US6514460B1 (en) 1999-07-28 2003-02-04 Abbott Laboratories Luminous glucose monitoring device
CA2305922C (en) * 1999-08-02 2005-09-20 Bayer Corporation Improved electrochemical sensor design
US6841052B2 (en) 1999-08-02 2005-01-11 Bayer Corporation Electrochemical-sensor design
DE19936693A1 (en) * 1999-08-04 2001-02-08 Lre Technology Partner Gmbh Instrument for the measurement of blood sugar concentrations has a test field with electrodes for the test strip and a circuit for measurement/evaluation of the current strength for display
US7045054B1 (en) 1999-09-20 2006-05-16 Roche Diagnostics Corporation Small volume biosensor for continuous analyte monitoring
US20060091006A1 (en) * 1999-11-04 2006-05-04 Yi Wang Analyte sensor with insertion monitor, and methods
US6616819B1 (en) 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
CN100363739C (en) 1999-11-15 2008-01-23 松下电器产业株式会社 Biosensor, method of forming thin-film electrode, and method and apparatus for quantitative determination
US6413395B1 (en) 1999-12-16 2002-07-02 Roche Diagnostics Corporation Biosensor apparatus
US6936146B2 (en) * 2000-03-22 2005-08-30 Allmedicus Co., Ltd Electrochemical biosensor readout meter
US6858433B1 (en) * 2000-04-03 2005-02-22 Roche Diagnostics Operations, Inc. Biosensor electromagnetic noise cancellation
US6413213B1 (en) 2000-04-18 2002-07-02 Roche Diagnostics Corporation Subscription based monitoring system and method
US6428664B1 (en) 2000-06-19 2002-08-06 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
US6488828B1 (en) * 2000-07-20 2002-12-03 Roche Diagnostics Corporation Recloseable biosensor
US6645359B1 (en) 2000-10-06 2003-11-11 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
US6540890B1 (en) * 2000-11-01 2003-04-01 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
US6814843B1 (en) 2000-11-01 2004-11-09 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
US8641644B2 (en) 2000-11-21 2014-02-04 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means
DE10057832C1 (en) 2000-11-21 2002-02-21 Hartmann Paul Ag Blood analysis device has syringe mounted in casing, annular mounting carrying needles mounted behind test strip and being swiveled so that needle can be pushed through strip and aperture in casing to take blood sample
JP4639465B2 (en) 2000-11-30 2011-02-23 パナソニック株式会社 Biosensor
EP2388585B1 (en) * 2000-11-30 2018-05-02 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Method of quantifying substrate
US6447657B1 (en) 2000-12-04 2002-09-10 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
US6560471B1 (en) 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
EP1369684A4 (en) 2001-01-17 2009-07-22 Arkray Inc Quantitative analyzing method and quantitative analyzer using sensor
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7041468B2 (en) 2001-04-02 2006-05-09 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
US6767440B1 (en) 2001-04-24 2004-07-27 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
US7473398B2 (en) 2001-05-25 2009-01-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Biosensor
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9226699B2 (en) 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7648468B2 (en) 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7976476B2 (en) 2002-04-19 2011-07-12 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8267870B2 (en) 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US7041068B2 (en) 2001-06-12 2006-05-09 Pelikan Technologies, Inc. Sampling module device and method
WO2002100254A2 (en) 2001-06-12 2002-12-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
JP4149911B2 (en) 2001-06-12 2008-09-17 ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド Electric lancet actuator
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7316700B2 (en) 2001-06-12 2008-01-08 Pelikan Technologies, Inc. Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties
US7198606B2 (en) 2002-04-19 2007-04-03 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with analyte sensing
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US7717863B2 (en) 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9795334B2 (en) 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
JP4272051B2 (en) 2001-06-12 2009-06-03 ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド Blood sampling apparatus and method
US7344507B2 (en) 2002-04-19 2008-03-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet actuation
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US7481776B2 (en) 2002-04-19 2009-01-27 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8784335B2 (en) 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
AT497731T (en) 2001-06-12 2011-02-15 Pelikan Technologies Inc Device for increasing the success rate in terms of blood yield by a finger prick obtained
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US20030032874A1 (en) 2001-07-27 2003-02-13 Dexcom, Inc. Sensor head for use with implantable devices
US6814844B2 (en) 2001-08-29 2004-11-09 Roche Diagnostics Corporation Biosensor with code pattern
US6755949B1 (en) 2001-10-09 2004-06-29 Roche Diagnostics Corporation Biosensor
AT357655T (en) * 2001-10-26 2007-04-15 Arkray Inc Concentration measuring method and concentration measuring instrument for specific components
US7018843B2 (en) * 2001-11-07 2006-03-28 Roche Diagnostics Operations, Inc. Instrument
US20030116447A1 (en) * 2001-11-16 2003-06-26 Surridge Nigel A. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
US9017544B2 (en) 2002-10-04 2015-04-28 Roche Diagnostics Operations, Inc. Determining blood glucose in a small volume sample receiving cavity and in a short time period
US7276146B2 (en) * 2001-11-16 2007-10-02 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
JP4205588B2 (en) * 2001-11-20 2009-01-07 アークレイ株式会社 Fail judging method and analysis apparatus
WO2003044514A1 (en) * 2001-11-20 2003-05-30 Arkray, Inc. Fail judging method for analysis and analyzer
US8702624B2 (en) 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US6743635B2 (en) * 2002-04-25 2004-06-01 Home Diagnostics, Inc. System and methods for blood glucose sensing
US6964871B2 (en) * 2002-04-25 2005-11-15 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US6946299B2 (en) * 2002-04-25 2005-09-20 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US20080112852A1 (en) * 2002-04-25 2008-05-15 Neel Gary T Test Strips and System for Measuring Analyte Levels in a Fluid Sample
US7761130B2 (en) 2003-07-25 2010-07-20 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
WO2004005908A1 (en) 2002-07-02 2004-01-15 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, biosensor chip, and biosensor device
AU2003248095A1 (en) 2002-07-25 2004-02-16 Arkray, Inc. Sample analyzing method and sample analyzing device
AU2003234944A1 (en) * 2002-08-27 2004-03-18 Bayer Healthcare, Llc Methods of Determining Glucose Concentration in Whole Blood Samples
US7572237B2 (en) 2002-11-06 2009-08-11 Abbott Diabetes Care Inc. Automatic biological analyte testing meter with integrated lancing device and methods of use
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
US7641784B2 (en) * 2003-01-30 2010-01-05 Tanita Corporation Method for measuring by means of chemical sensor, and chemical sensor type measuring apparatus
US7134999B2 (en) 2003-04-04 2006-11-14 Dexcom, Inc. Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor
US6949816B2 (en) 2003-04-21 2005-09-27 Motorola, Inc. Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same
US7850621B2 (en) 2003-06-06 2010-12-14 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7718439B2 (en) 2003-06-20 2010-05-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7597793B2 (en) * 2003-06-20 2009-10-06 Roche Operations Ltd. System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay
US7645373B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7488601B2 (en) * 2003-06-20 2009-02-10 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining an abused sensor during analyte measurement
US7645421B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US8058077B2 (en) 2003-06-20 2011-11-15 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method for coding information on a biosensor test strip
US8206565B2 (en) 2003-06-20 2012-06-26 Roche Diagnostics Operation, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
WO2005026178A2 (en) 2003-07-01 2005-03-24 Roche Diagnostics Gmbh Electrochemical affinity biosensor system and methods
US20100185071A1 (en) * 2003-12-05 2010-07-22 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
JP2007500336A (en) 2003-07-25 2007-01-11 デックスコム・インコーポレーテッド Electrode system for use in an electrochemical sensor
US8886272B2 (en) 2004-07-13 2014-11-11 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20100168657A1 (en) 2003-08-01 2010-07-01 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US8160669B2 (en) 2003-08-01 2012-04-17 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8845536B2 (en) 2003-08-01 2014-09-30 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7774145B2 (en) 2003-08-01 2010-08-10 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7276029B2 (en) 2003-08-01 2007-10-02 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US8275437B2 (en) 2003-08-01 2012-09-25 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
GB2404739B (en) * 2003-08-05 2006-04-12 E2V Tech Uk Ltd Sensor
US8010174B2 (en) 2003-08-22 2011-08-30 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
WO2005033659A2 (en) 2003-09-29 2005-04-14 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for an improved sample capture device
EP1680014A4 (en) 2003-10-14 2009-01-21 Pelikan Technologies Inc Method and apparatus for a variable user interface
US7763468B2 (en) * 2003-10-29 2010-07-27 Arkray, Inc. Specimen analysis method and specimen analysis device
WO2005051170A2 (en) 2003-11-19 2005-06-09 Dexcom, Inc. Integrated receiver for continuous analyte sensor
EP2239567B1 (en) 2003-12-05 2015-09-02 DexCom, Inc. Calibration techniques for a continuous analyte sensor
US8423114B2 (en) 2006-10-04 2013-04-16 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US8287453B2 (en) 2003-12-05 2012-10-16 Dexcom, Inc. Analyte sensor
WO2005057173A2 (en) * 2003-12-08 2005-06-23 Dexcom, Inc. Systems and methods for improving electrochemical analyte sensors
EP2329763B1 (en) 2003-12-09 2017-06-21 DexCom, Inc. Signal processing for continuous analyte sensor
EP1706026B1 (en) 2003-12-31 2017-03-01 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
US7637868B2 (en) * 2004-01-12 2009-12-29 Dexcom, Inc. Composite material for implantable device
CN1918471B (en) 2004-02-06 2010-12-29 拜尔健康护理有限责任公司 Electrochemical biosensor
KR20060131836A (en) 2004-02-06 2006-12-20 바이엘 헬쓰케어, 엘엘씨 Oxidizable species as an internal reference for biosensors and method of use
US8808228B2 (en) 2004-02-26 2014-08-19 Dexcom, Inc. Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
US7591801B2 (en) 2004-02-26 2009-09-22 Dexcom, Inc. Integrated delivery device for continuous glucose sensor
US7657297B2 (en) 2004-05-03 2010-02-02 Dexcom, Inc. Implantable analyte sensor
US8792955B2 (en) 2004-05-03 2014-07-29 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
EP1751546A2 (en) 2004-05-20 2007-02-14 Albatros Technologies GmbH & Co. KG Printable hydrogel for biosensors
EP1765194A4 (en) 2004-06-03 2010-09-29 Pelikan Technologies Inc Method and apparatus for a fluid sampling device
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
PL1802970T3 (en) * 2004-06-17 2017-08-31 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Detecting incomplete fill of biosensors
US7569126B2 (en) 2004-06-18 2009-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for quality assurance of a biosensor test strip
CA3023000A1 (en) 2004-06-18 2005-12-29 F. Hoffman-La Roche Ag System and method for quality assurance of a biosensor test strip
US20060015020A1 (en) * 2004-07-06 2006-01-19 Dexcom, Inc. Systems and methods for manufacture of an analyte-measuring device including a membrane system
US8452368B2 (en) 2004-07-13 2013-05-28 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US20070045902A1 (en) 2004-07-13 2007-03-01 Brauker James H Analyte sensor
US7783333B2 (en) 2004-07-13 2010-08-24 Dexcom, Inc. Transcutaneous medical device with variable stiffness
US8565848B2 (en) 2004-07-13 2013-10-22 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7905833B2 (en) 2004-07-13 2011-03-15 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8515516B2 (en) 2004-07-13 2013-08-20 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
US7920906B2 (en) 2005-03-10 2011-04-05 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration
DE102005017364B4 (en) * 2005-04-14 2007-02-01 Roche Diagnostics Gmbh Analyzer with interchangeable test field carrier
US7713392B2 (en) * 2005-04-15 2010-05-11 Agamatrix, Inc. Test strip coding and quality measurement
US7547382B2 (en) * 2005-04-15 2009-06-16 Agamatrix, Inc. Determination of partial fill in electrochemical strips
US7964089B2 (en) 2005-04-15 2011-06-21 Agamatrix, Inc. Analyte determination method and analyte meter
US7645374B2 (en) * 2005-04-15 2010-01-12 Agamatrix, Inc. Method for determination of analyte concentrations and related apparatus
US7517439B2 (en) * 2005-04-15 2009-04-14 Agamatrix, Inc. Error detection in analyte measurements based on measurement of system resistance
US7344626B2 (en) * 2005-04-15 2008-03-18 Agamatrix, Inc. Method and apparatus for detection of abnormal traces during electrochemical analyte detection
GB0509919D0 (en) * 2005-05-16 2005-06-22 Ralph Ellerker 1795 Ltd Improvements to door closure system
US7695600B2 (en) * 2005-06-03 2010-04-13 Hypoguard Limited Test system
GB0511270D0 (en) * 2005-06-03 2005-07-13 Hypoguard Ltd Test system
GB0514728D0 (en) * 2005-07-19 2005-08-24 Hypoguard Ltd Biosensor and method of manufacture
US20070017824A1 (en) * 2005-07-19 2007-01-25 Rippeth John J Biosensor and method of manufacture
ES2717135T3 (en) 2005-07-20 2019-06-19 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Method to signal the user to add an additional sample to a test strip, method to measure the temperature of a sample and methods to determine the concentration of an analyte based on controlled amperometry
US8496801B2 (en) 2005-07-26 2013-07-30 Bayer Healthcare Llc Method and system for checking an electromechanical biosensor
US8298389B2 (en) 2005-09-12 2012-10-30 Abbott Diabetes Care Inc. In vitro analyte sensor, and methods
KR101299275B1 (en) * 2005-09-14 2013-08-23 내셔날 인스티튜트 오브 어드밴스드 인더스트리얼 사이언스 앤드 테크놀로지 Bio-sensor measuring device, bio-sensor measuring system, and bio-sensor measuring method
JP5671205B2 (en) 2005-09-30 2015-02-18 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー Gated voltammetry
US7429865B2 (en) 2005-10-05 2008-09-30 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method and system for error checking an electrochemical sensor
US7468125B2 (en) * 2005-10-17 2008-12-23 Lifescan, Inc. System and method of processing a current sample for calculating a glucose concentration
US8066866B2 (en) * 2005-10-17 2011-11-29 Lifescan, Inc. Methods for measuring physiological fluids
EP1776925A1 (en) * 2005-10-20 2007-04-25 Boehringer Mannheim Gmbh Analyzing means with lancet and test element
EP1813937A1 (en) 2006-01-25 2007-08-01 Boehringer Mannheim Gmbh Electrochemical biosensor analysis system
US8133178B2 (en) 2006-02-22 2012-03-13 Dexcom, Inc. Analyte sensor
WO2007102347A1 (en) * 2006-02-27 2007-09-13 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Biosensor chip, biosensor system, and measuring device thereof
US8529751B2 (en) 2006-03-31 2013-09-10 Lifescan, Inc. Systems and methods for discriminating control solution from a physiological sample
US8038859B2 (en) * 2006-04-28 2011-10-18 Hmd Biomedical Inc. Electrochemical sensor and method for analyzing liquid sample
US7966859B2 (en) 2006-05-03 2011-06-28 Bayer Healthcare Llc Underfill detection system for a biosensor
BRPI0711278A2 (en) * 2006-05-03 2012-10-09 Bayer Healthcare Llc insufficient supply detection system to an electrochemical biosensor
WO2007143225A2 (en) 2006-06-07 2007-12-13 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and method
WO2008007277A2 (en) * 2006-06-27 2008-01-17 Agamatrix, Inc. Detection of analytes in a dual-mediator electrochemical test strip
JP5056755B2 (en) * 2006-07-26 2012-10-24 パナソニック株式会社 Biosensor measurement system and abnormal waveform detection method in biosensor
WO2008013224A1 (en) * 2006-07-26 2008-01-31 Panasonic Corporation Biosensor measuring system, and measuring method
JP4582076B2 (en) * 2006-10-03 2010-11-17 パナソニック株式会社 The method of quantifying the substrate
US8364231B2 (en) 2006-10-04 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US7846321B2 (en) * 2006-10-18 2010-12-07 Agamatrix, Inc. Error detection in analyte measurements based on measurement of system resistance
US7771583B2 (en) * 2006-10-18 2010-08-10 Agamatrix, Inc. Electrochemical determination of analytes
JP5244116B2 (en) * 2006-10-24 2013-07-24 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー Transient decay current measurement method
EP1985996A1 (en) * 2007-04-27 2008-10-29 Boehringer Mannheim Gmbh Analytic system for photometric determination of an analyte in a body fluid using an analytic device and a test panel to be fitted to the analytic device
US20080306434A1 (en) 2007-06-08 2008-12-11 Dexcom, Inc. Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
GB0711780D0 (en) * 2007-06-18 2007-07-25 Oxford Biosensors Ltd Electrochemical data rejection methodology
MX2010000971A (en) * 2007-07-26 2010-03-01 Home Diagnostics Inc System and methods for determination of analyte concentration using time resolved amperometry.
US8101062B2 (en) 2007-07-26 2012-01-24 Nipro Diagnostics, Inc. System and methods for determination of analyte concentration using time resolved amperometry
US20090076360A1 (en) 2007-09-13 2009-03-19 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8778168B2 (en) 2007-09-28 2014-07-15 Lifescan, Inc. Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US8417312B2 (en) 2007-10-25 2013-04-09 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
WO2009076302A1 (en) 2007-12-10 2009-06-18 Bayer Healthcare Llc Control markers for auto-detection of control solution and methods of use
US9135402B2 (en) 2007-12-17 2015-09-15 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
US8290559B2 (en) 2007-12-17 2012-10-16 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
US8603768B2 (en) 2008-01-17 2013-12-10 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
US8229535B2 (en) 2008-02-21 2012-07-24 Dexcom, Inc. Systems and methods for blood glucose monitoring and alert delivery
US8396528B2 (en) 2008-03-25 2013-03-12 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US9386944B2 (en) 2008-04-11 2016-07-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte detecting device
US8551320B2 (en) * 2008-06-09 2013-10-08 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
CN102089656B (en) 2008-07-07 2015-01-14 埃葛梅崔克斯股份有限公司 Integrated blood glucose measurement device
US8560039B2 (en) 2008-09-19 2013-10-15 Dexcom, Inc. Particle-containing membrane and particulate electrode for analyte sensors
US20100198107A1 (en) 2009-01-30 2010-08-05 Roche Diagnostics Operations, Inc. Integrated blood glucose meter and lancing device
US9375169B2 (en) 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
US20100249965A1 (en) * 2009-03-31 2010-09-30 Agamatrix, Inc. Integrated Blood Glucose Measurement Device
TWI388823B (en) * 2009-04-09 2013-03-11 Bionime Corp A method for estimating the distribution of a sample
CN101887047A (en) * 2009-05-12 2010-11-17 华广生技股份有限公司 Detection method for judging sample coverage status
US20100331652A1 (en) 2009-06-29 2010-12-30 Roche Diagnostics Operations, Inc. Modular diabetes management systems
US9218453B2 (en) * 2009-06-29 2015-12-22 Roche Diabetes Care, Inc. Blood glucose management and interface systems and methods
US20110024307A1 (en) 2009-07-02 2011-02-03 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8622231B2 (en) 2009-09-09 2014-01-07 Roche Diagnostics Operations, Inc. Storage containers for test elements
CN102597759B (en) 2009-11-10 2016-01-13 拜尔健康护理有限责任公司 Underfill recognition system for a biosensor
US20110151571A1 (en) 2009-12-23 2011-06-23 Roche Diagnostics Operations, Inc. Memory apparatus for multiuse analyte test element systems, and kits, systems, combinations and methods relating to same
US8101065B2 (en) * 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US20110168575A1 (en) 2010-01-08 2011-07-14 Roche Diaagnostics Operations, Inc. Sample characterization based on ac measurement methods
US20110186428A1 (en) 2010-01-29 2011-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrode arrangements for biosensors
RU2568884C2 (en) * 2010-03-22 2015-11-20 БАЙЕР ХЕЛТКЭА ЭлЭлСи Compensation of discrepancy for biosensor
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
CN104502426B (en) 2010-06-07 2017-05-10 安晟信医疗科技控股公司 A method for determining the concentration of an analyte in a sample
KR101772596B1 (en) 2010-07-07 2017-08-29 아가매트릭스, 인코포레이티드 Analyte test strip and analyte meter device
EP2616802A1 (en) 2010-09-17 2013-07-24 Agamatrix, Inc. Method and apparatus for encoding test strips
US8603323B2 (en) * 2010-09-20 2013-12-10 Lifescan, Inc. Apparatus and process for improved measurements of a monitoring device
RU2577366C2 (en) * 2010-09-28 2016-03-20 Лайфскэн Скотлэнд Лимитед Method for glucose electrochemical measurement with error detecting
US9482636B2 (en) * 2010-10-28 2016-11-01 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Vital information measurement device and vital information measurement method employing same
US20120143085A1 (en) 2010-12-02 2012-06-07 Matthew Carlyle Sauers Test element ejection mechanism for a meter
EP2708880A4 (en) 2011-05-10 2014-09-10 Panasonic Healthcare Co Ltd Biological sample measuring device and method for measuring biological sample using same
TWI427291B (en) 2011-07-06 2014-02-21 Bionime Corp Method for operating a measurement of a sample on an electrochemical test strip
EP2737078B1 (en) 2011-07-27 2017-11-01 Agamatrix, Inc. Reagents for electrochemical test strips
MX350696B (en) 2011-09-21 2017-09-14 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Biosensor with error compensation.
US9914126B2 (en) 2011-11-28 2018-03-13 Roche Diabetes Care, Inc. Storage container for biosensor test elements
US9310288B2 (en) * 2013-01-28 2016-04-12 Fisher-Rosemount Systems, Inc. Systems and methods to monitor operating processes
EP2972273A1 (en) 2013-03-15 2016-01-20 Roche Diagnostics GmbH Methods of using information from recovery pulses in electrochemical analyte measurements as well as devices, apparatuses and systems incorporating the same
CN105164523B (en) 2013-03-15 2017-09-12 豪夫迈·罗氏有限公司 Scaling the data used to construct the biosensor algorithm method and a device combining the method, apparatus and system
WO2014140172A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Roche Diagnostics Gmbh Methods of failsafing electrochemical measurements of an analyte as well as devices, apparatuses and systems incorporating the same
JP6356707B2 (en) 2013-03-15 2018-07-11 エフ.ホフマン−ラ ロシュ アーゲーF. Hoffmann−La Roche Aktiengesellschaft Method for detecting high antioxidant levels during electrochemical measurements and then fail-safe analyte concentration and devices, apparatus and systems incorporating the same
US10168313B2 (en) 2013-03-15 2019-01-01 Agamatrix, Inc. Analyte detection meter and associated method of use
US9243276B2 (en) * 2013-08-29 2016-01-26 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine hematocrit-insensitive glucose values in a fluid sample
US9459231B2 (en) * 2013-08-29 2016-10-04 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence
KR20160048204A (en) 2013-08-30 2016-05-03 유니버시티 오브 메릴랜드, 컬리지 파크 Device and methods of using device for detection of hyperammonemia
US9459232B2 (en) 2013-09-05 2016-10-04 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence
US9828621B2 (en) * 2013-09-10 2017-11-28 Lifescan Scotland Limited Anomalous signal error trap for an analyte measurement determined from a specified sampling time derived from a sensed physical characteristic of the sample containing the analyte
US9423374B2 (en) * 2015-01-26 2016-08-23 Lifescan Scotland Limited Reference electrode error trap determined from a specified sampling time and a pre-determined sampling time

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4420564A (en) * 1980-11-21 1983-12-13 Fuji Electric Company, Ltd. Blood sugar analyzer having fixed enzyme membrane sensor
US4940945A (en) * 1987-11-02 1990-07-10 Biologix Inc. Interface circuit for use in a portable blood chemistry measuring apparatus
US5108564A (en) * 1988-03-15 1992-04-28 Tall Oak Ventures Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis
KR910008421B1 (en) * 1988-05-24 1991-10-15 최근선 A method for detecting barcode of barcode reader using hologram scanner and its scanning optical system
US5053199A (en) * 1989-02-21 1991-10-01 Boehringer Mannheim Corporation Electronically readable information carrier
US4999582A (en) * 1989-12-15 1991-03-12 Boehringer Mannheim Corp. Biosensor electrode excitation circuit
JPH0820412B2 (en) * 1990-07-20 1996-03-04 松下電器産業株式会社 Quantitative analysis method using the disposable sensor, and a device

Also Published As

Publication number Publication date
EP1582864A1 (en) 2005-10-05
US5352351A (en) 1994-10-04
EP0702788A1 (en) 1996-03-27
ES2153334T1 (en) 2001-03-01
ES2153334T3 (en) 2006-03-01
CA2153877C (en) 1999-06-15
JP2800981B2 (en) 1998-09-21
DE702788T1 (en) 2000-11-02
DE69434836T2 (en) 2007-10-18
AU6832594A (en) 1995-01-03
WO1994029706A1 (en) 1994-12-22
EP1582864B1 (en) 2006-08-23
EP0702788A4 (en) 1997-05-28
CA2153877A1 (en) 1994-12-22
JPH08502589A (en) 1996-03-19
DE69434438T2 (en) 2006-01-12
DE69434438D1 (en) 2005-09-01
EP0702788B1 (en) 2005-07-27
DE69434836D1 (en) 2006-10-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1447660B1 (en) Specific component concentration measuring method and concentration measuring instrument
US8778168B2 (en) Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US9274078B2 (en) Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US7022219B2 (en) Automated system for continuously and automatically calibrating electrochemical sensors
ES2254368T3 (en) Electrochemical methods and devices for use in the determination of analyte concentrations hematocrit corrected.
ES2546455T3 (en) Determination of partial filling in electrochemical strips
US6475360B1 (en) Heated electrochemical cell
ES2321416T3 (en) Measurement of substances in liquids.
JP3723772B2 (en) Test element analysis system
EP0746762B2 (en) Biosensing meter with pluggable memory key
EP1642124B1 (en) Electrochemical biosensors
EP1443322B1 (en) Concentration measuring method and concentration measuring device
JP3260739B2 (en) Apparatus and method for measuring the concentration of medically significant component of a biological fluid
US6673622B1 (en) Coagulation or lysis assays by measuring impedance
JP2541081B2 (en) METHOD manufacture and use of biosensors and biosensor
JP3105922B2 (en) The method for using a sensor that is microfabricated into infiltrate analysis
CA2895958C (en) Temperature adjusted analyte determination for biosensor systems
US8329025B2 (en) Analyte determination method and analyte meter
US5869972A (en) Testing device using a thermochromic display and method of using same
EP0408575B1 (en) Reference electrode
EP1541998B1 (en) Sample analyzing method and sample analyzing device
EP2482069A1 (en) System and method for measuring an analyte in a sample
EP2017353A1 (en) Method of detecting bias in enzyme electrode measurements
KR101386992B1 (en) Method for determination of analyte concentrations and related apparatus
JP5009897B2 (en) Oxidizable species as an internal reference in control solutions for biosensors